JPH0467850A - 放射線撮像装置及び方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野〕 この発明は、撮像体を透過した放射線に基づいて画像を
構成する放射線撮像装置及び方法に間し、特に撮像体の
物質差を表わす低エネルギ側の放射線の検出感度を上げ
た放射線撮像装置及び方法に関するものである。

［従来の技術］ 第８図は放射線としてＸ線を用いた場合の一般的な放射
線撮像装置の制御システム構成を示すブロック図である
。

図において、（１）はＸ線発生源、（２）はＸ線発生源
（１）のχ線出力等を制御する制御装置、（３）はＸ線
発生源（１）から放射されるＸ線の状態をモニタするモ
ニタチェンバ、（４）はＸｍ１発生源（１）に対向配置
されたＸ線検出器、（５）はＸ線検出器（４）の位置決
め等を行う駆動部の制御装置、（６）はモニタチェンバ
（３）からの線量信号とＸ線検出器（４）からの検出デ
ータとを増幅するプリアンプ、（７）は増幅された線量
信号及び検出データを選択するマルチプレクサ、（８）
はマルチプレクサ（７）を介した線量信号及び検出デー
タをデジタル信号に変換するＡＤ変換器、（９）はＡＤ
変換された線量信号及び検出データに基づいて制御装置
（２）及び駆動部制御袋Ｍ（５）に指令を出力する計算
機、（１０）は検出データに基づいて計算機（９〉によ
り演算処理された画像を表示する画像表示装置である。

第９図は、第８図内のＸ線発生源（１）及びＸ線検出器
（４）を具体化し、医療用に適用した場合の従来の放射
線撮像装置を示す構成図である。

図において、（１１）は電子ビームを加速する電子加速
管、（１２）は電子加速管（１１）で加速された電子ビ
ームが照射されて高エネルギのＸ線を発生するターゲッ
ト（線源）、（１３）はターゲット（１２）から発生さ
れたＸ線を絞り込むプライマリコリメータ、（１４）は
プライマリコリメータ（１３）を介した照射Ｘ線の線量
を平坦化させるＸ線平坦化フィルタであり、これら（１
１）〜（１４）はＸ線発生源（１）に含まれている。

（１５）及び（１６）はＸｌｉの照射野を限定する可動
コリメータ、（１７）は可動コリメータ（１５）及び（
１６）とＸ線検出器（４）との間に介在されてＸ線が照
射される撮像体（例えば、人体）である。

（１８）はネジを有しＸ線検出器（４）を移動可能に保
持する駆動レール、（１９）は駆動レール（１８）を回
転させてｘｍｌ検出器（４）を矢印方向に移動且つ位置
決めするモータであり、これら（１８）及び（１９）は
、Ｘ線検出器（４）の駆動部を構成している。

又、必要に応じて撮像体（１７）の断層像を得るため、
ターゲット（１２）及びＸ線検出器（４）は、撮像体（
１７）を中心として一体に回転できるように構成されて
いる。

第１０図及び第１１図は第９図内のＸ線検出器（４）を
具体的に示す側面図及び平面図であり、（２０）は−列
に配列されてＸ線検出器（４）を構成する個々のＸ線検
出素子、（２１）はＸ線検出器（４）の両側に沿って形
成されたコリメータ、（２２）はＸ線検出器（４）の他
端を移動自在に保持するガイドレールである。

次に、第８図〜第１１図を参照しながら、従来の放射線
撮像装置の動作について説明する。

電子加速管（ＩＩ）で加速された電子ビームは、ターゲ
ット（１２）に衝突し、高エネルギのＸ線を発生させる
。このＸｌｌは、プライマリコリメータ（１３）により
第１段目の絞り込みがなされた後、ＸＩＩ平坦化フィル
タ（１４）により線量が平坦化され、モニタチェンバ（
３）を通過する。このとき、ＸａＩの状態を表わす線量
信号がモニタチェンバ（３）がち得られる。更に、Ｘ線
は、可動コリメータ（１５）及び。

（１６）により所定の照射野に限定されて撮像体（１７
）に照射され、撮像体（１７）を透過したＸ線は、Ｘ線
検出器（４）上の各Ｘ線検出素子（２０）により検出さ
れる。

このとき、擬像体（１７）の照射野全体を走査してマト
リクス状の検出データが得られるように、モータ（Ｉ９
）は、駆動部制御装置（５〉の制御下で駆動レール（１
８）を回転させ、Ｘ線検出器（４）を駆動レール（１８
）及びガイドレール（２２）に沿って移動させる。

こうして得られた検出データは、線量信号と共にプリア
ンプ（６）で増幅された後、マルチブレクサ（７）及び
ＡＤ変換器（８）を介して計算機（９）に取り込まれる
。そして、計算機（９）において所要のデータ処理が行
われた後、例えば平面透視画像として画像表示装置（１
０）に表示される。

又、断層像を得る場合には、Ｘ線検出器（４）の位置を
駆動レール（１８）上で固定した状態で、Ｘ線検出器く
４）をターゲット（１２）と共に撮像体（１７）の回り
を回転させ、得られた検出データに基づいて所望の断層
像を再構成する。

このように、医療用のＸ線撮像装置においては、撮像体
（１７）を透過した高エネルギのＸ線を検出して画像化
処理が行われる。

ところで、撮像体（１７）内の物質によるＸ線の吸収は
、光電効果、コンプトン散乱及び電子対生成の３つの過
程により行われる。

このうち、光電効果による吸収が行われる確率は、吸収
物質の原子番号をＺとすると、はぼｚ５に比例し、他の
２つの過程と比べて低エネルギのＸ線領域で顕著に表わ
れる。

一方、コンプトン散乱による吸収の確率は、吸収物質の
自由電子の個数即ち原子番号Ｚに比例し、電子対生成に
よる吸収の確率はｚ２に比例する。

又、これらの吸収過程は、光電効果と比べて高エネルギ
のＸ線領域で顕著に表われる。

このように、物質差が大きく表われるのは、低エネルギ
のＸ線吸収が行われる光電効果が主体であり、コンプト
ン散乱及び電子対生成によるＸ線吸収は、高エネルギの
Ｘ線で行われるため物質差。

を明確に表わしていない。

従って、上記のように高エネルギの透過Ｘ線のみを検出
データとした場合、物質差を表わす画像が不明確となり
、例えば、骨と軟組織との区別が困難となってしまう。

［発明が解決しようとする課題］ 従来の放射線撮像装置は以上のように、羊に撮像体（１
７）を透過した高エネルギの放射線に基づいて画像を構
成しているので、主に物質差を表わす低エネルギの透過
放射線の検出データが明確に得られず、鮮明な画像が構
成することができないという問題点があった。

この発明は上記のような問題点を解決するためになされ
たもので、物質差を表わす低エネルギの放射線に基づい
て鮮明な画像を構成することのできる放射線撮像装置及
び方法を得ることを目的とする。

［課題を解決するための手段］ この発明に係る放射線撮像装置は、放射線を発生ずる放
射線発生源と、放射線を直接又は撮像体を通して検出す
る第１の放射線検出器と、第１の放射線検出器に近接し
て配置された第２の放射線検出器と、第２の放射線検出
器と撮像体との間に介在された放射線フィルタと、第１
及び第２の放射線検出器から得られる複数の検出データ
に基づいて、撮像体を透過した放射線の低エネルギ側の
検出感度を上げるための演算を行う計算機とを備えたも
のである。

又、この発明の別の発明に係る放射線撮像装置は、放射
線を発生する放射線発生源と、放射線を直接又は撮像体
を通して検出する放射線検出器と、放射線検出器と撮像
体との間に選択的に介在される放射線フィルタと、撮像
体の有無並びに放射線フィルタの有無により放射線検出
器から得られる複数の検出データに基づいて、撮像体を
透過した放射線の低エネルギ側の検出感度を上げるため
の演算を行う計算機とを備えたものである。

又、この発明に係る放射線撮像方法は、撮像体を通さな
い放射線の検出データを放射線フィルタの有無により複
数取得するステップと、撮像体を通した放射線の検出デ
ータを放射線フィルタの有無により複数取得するステッ
プと、複数の検出データに基づいて放射線の低エネルギ
側の分布を強調した演算値を算出するステップと、演算
値に基づいて撮像体の物質差を表わす画像を構成するス
テップとを備えたものである。

［作用］ この発明においては、異なるエネルギスペクトルを持つ
透過放射線、即ち、撮像体の有無に対して、それぞれ、
全エネルギスペクトルの放射線検出データと、放射線フ
ィルタにより高エネルギ側に偏ったスペクトルの放射線
検出データとを求め、これらの検出データを演算処理す
ることにより低エネルギの放射線の検出感度を強調し、
物質差を表わす画像のコントラストを向上させる。

［実施例］ 以下、この発明の一実施例を図について説明する。第１
図はこの発明の一実施例を示す構成図、第２図及び第３
図は第１図内のＸ線検出器を示す側面図及び平面図であ
り、（３）、（４）及び（１１）〜（２２）は前述と同
様のものである。又、この発明の一実施例のシステム全
体の構成は第８図に示した通りであり、Ｘ線検出器（４
）の構成並びに計算機（９）内の演算プログラム等が一
部変更されていればよい。

（４＾）はＸ線検出器（４）と平行に近接配置された直
線状のＸ線検出器であり、Ｘ線検出器（４）と−体にな
っている。（２０Ａ）はＸ線検出器（４＾）を構成する
個々のＸ線検出素子である。　＜２５）はＸ線検出器（
４＾）の入射側に配！された重金属（例えば、鉛）から
なるＸ線フィルタであり、Ｘ線検出器【４八）と一体に
構成されている。

第４図はこの発明の一実施例の動作を説明するための特
性図である。このうち、第４図（ａ）〜（ｅ）は放射線
（γ線及びＸ、線）のエネルギに対する検出強度のスペ
クトルを示す特性図であり、（ａ）は撮像体（１））が
無い場合のスペクトル、（ｂ）は撮像体（１７）を透過
した場合のスペクトル、（ｃ）はＸ線検出器（４）及び
（４＾）の各検出データの差のスペクトルである。又、
第４図（ｄ）は放射線のエネルギに。

対するＸ線フィルタ（２５）の吸収係数を示す特性図で
ある。

第４図（ａ）〜（ｃ）において、１ｏ及び■はＸ線フィ
ルタ（２５）が介在されていないＸ線検出器（４）の検
出強度スペクトル、■ｏ′及びＴ′はＸ線フィルタ（２
５）が介在されたＸ線検出器（４＾）の検出強度スペク
トルである。

次に、第１図〜第４図及び第８図並びに第５図のフロー
チャート図を参照しながら、この発明の一実施例の動作
について説明する。

まず、前述と同様に、ターゲット（１２）がら放射され
たＸ線は、Ｘ線検出器（４）及び（４＾）に入射され、
この検出データは、プリアンプ（６）、マルチプレクサ
（７）及びＡＤ変換器（８）を介して計算機（９）に入
力される。又、平面透視画像を構成する場合においては
、Ｘ線検出器（４）及び（４Δ）は、モータ（１９）及
び駆動レール（１８）により照射野に沿って移動され、
全照射野を走査しながら透過Ｘ線を検出する。

このとき、一方のＸ線検出器（４）は、照射野全体をマ
トリクス状に区切ったデータとして、全エネルギスペク
トルを有するＸ線を検出し、他方のＸ線検出器（４＾）
は、Ｘ線フィルタ（２５）の吸収係数に従って低エネル
ギのＸ線が吸収され、高エネルギ側に偏ったスペクトル
のＸ線を検出する。即ち、一対のＸ線検出器（４）及び
（４＾）により、２種類のスペクトルの検出データが得
られる。

ここで、第４図（ａ）のように、撮像体（１７）が存在
しないときの検出データを求めると、Ｘ線検出器（４）
からは全エネルギ強度のスペクトルＩｏが得られ、Ｘ線
検出器（４＾）からはＸ線フィルタ（２５）の吸収係数
（ｄ）により低エネルギＸ線が吸収されたスペクトルＩ
ｏ’が得られる。

又、第４図（ｂ）のように、撮像体（１７）を透過した
Ｘ線の検出データを求めると、それぞれ、第４図（ａ）
のスペクトルＩｏ及びＩｏ’がら□減衰した強度のスペ
クトルエ及び１′が得られる。

従って、例えば、全エネルギスペクトルとＸ線フィルタ
（２５）を介したエネルギスペクトルとの差（Ｉｏ−Ｉ
ｏ′）及び（Ｉ　−Ｉ　′）は、第４図（ｃ）のように
、低エネルギ側に偏ったスペクトルとなるにの原理を利
用して、撮像体（１７）を透過前の検出強度スペクトル
ＩＯ及びＩｏ′と、撮像体（１７）を透過後の検出強度
スペクトルＩ及びＩ′との関係を表わせば、 Ｉ＝Ｉｏ−ｅｘｐ（−μ・ｘ）　　　−■Ｉ　’＝　Ｉ
ｏ′・ｅ　ｘｐ（−μ′・ｘ）　　　−■となる。但し
、μは透過Ｘ線の減衰係数、Ｘは撮像体（１７）の厚さ
である。

ここで、検出強度差（Ｉｏ−Ｉｏ’）及び（Ｉ　−１’
）に相当する演算値Ｉｏ″及びＩ“は、各検出データＩ
ｏ及びＩｏ′並びに工及びＩ′の線形結合により、−最
大として、 １ｏ　＝α・Ｉｏ＋β・Ｉｏ’　　　　　−■Ｉ″＝α
・Ｉ＋β・Ｉ′　　　　・・・■で表わされる。但し、
α及びβは重み係数である。

０〜０式より、 １　”＝　ａ　・Ｔｏ−ｅｘｐ（−μ・ｘ）＋β−Ｔｏ
’・ｅｘｐ（−ｔｔ　′・ｘ）（α°ＩＯ＋β８Ｉｏ’
）１ｅｘｐ（−μ０ｘ）＝Ｉｏ　・ｅ　ｘｐ（−μ〜・
Ｘ）　　　・・■となる。■式は、各検出データＩＯ及
びＩＯ′が任意の割合で混合されたスペクトルに対して
、低エネルギの透過Ｘｗ＆に基づく画像が得られること
を表わしている。

従って、計算機（９）は、撮像体〈１７）を挿入しない
ときの検出データ■０及びＩＯ′を取り込むと共に（ス
テップＳｌ）、撮像体（１７）を挿入したときの検出デ
ータＩ及びＩ′を取り込み（ステップＳ２）、０式及び
０式に基づいて演算値Ｉｏ“及びＩ″を求める（ステッ
プＳ３）。

又、■式より、 Ｉ　”／　Ｉ　ｏ−＝　ｅ　ｘ　ｐ　（−ｔｔ−−ｘ）
であるから、撮像体（１７）を透過したときの減衰係数
μ″及び厚さＸを含むデータ（−μ″・Ｘ）は、−μ　
・ｘ＝　ｌｏｇ（Ｔ−／　Ｉｏ″）＝ｌｏｇ（（αｌ＋
β・Ｉ′）／（α・ｉｏ＋β・ｌｏ′））・・・■ から求められる。

従って、計算ｆｉ（９）は、撮像体（１７）及びＸ線フ
ィルタ（２５）の有無による各検出データ■及びＩ′並
び。

にＩｏ及びＩｏ′に基づいて（−μ・Ｘ）を演算しくス
テップＳ４）、（−μ・Ｘ）の分布を画像化演算処理す
ることにより、低エネルギの透過Ｘ線に相当する分布画
像を構成しくステップＳ５）、これを画像表示装置（１
０）に表示する。

第４図（ｃ）は、重み係数α及びβを、α＝１ β＝−１ とした場合の演算値Ｉｏ″及びＩ″を示しており、これ
より、０式が低エネルギの透過Ｘ線のデータを表わすこ
とが分かる。

尚、上記実施例では、Ｘ線フィルタ（２５）を介在させ
たＸ線検出器く４＾）を別に設け、Ｘ線検出器を２列に
構成したが、Ｘ線フィルタ（２５）を移動可能にすれば
、Ｘ線検出器（４）を、１列に構成することもできる。

第６図及び第７図は、Ｘ線検出器（４）を１列構成とし
且つＸ線フィルタ（２５）を可動にした場合の、この発
明の別の発明の一実施例の要部を示す側面図及び平面図
であり、（３０）はＸ線フィルタ（２５）を回転させる
ためのモータである。

第６図において、＜ａ）はＸ線フィルタ（２５）をＸ線
検出器（４）上に介在させた状態、（ｂ）はＸ線フィル
タ（２５）をｘｉ検出器（４）上から除去した状態をそ
れぞれ示している。

この場合、モータ（３０）によりＸ線フィルタ（２５）
を１／２ずつ回転させながら検出データの収集が行われ
る。即ち、第６図（ａ＞のように、Ｘ線フィルタ（２５
）をＸ線検出器（４）上に覆った状態で検出データを取
得し、続いて、第６図（ｂ）のように、Ｘ線フィルタ（
２５）を除去した状態で検出データを取得することにな
る。

そして、撮像体（１７）の平面透視画像を構成する場合
は、ＸＩ！フィルタ（２５）の１回転毎に、前述のよう
にＸ線検出器（４）を移動させればよい、又、断層像を
再構成する場合は、Ｘ線検出器（４）を駆動レール（１
８）上の所定位置（例えば、中心）に固定し、撮像体（
１７）の回りを３６０°回転させながら、Ｘ線フィルタ
（２５）の有無による各検出データを取得すればよい。

この場合、第６図から明らかなように、同一位置におい
て、Ｘ線フィルタ（２５）の有無による複数の検出デー
タが取得できるので、特に断層像を再構成する場合に有
効である。

又、０式及び０式で用いられる線形結合の重み係数α及
びβを任意に設定すれば、これにより強調されるＸ＃！
エネルギが変化し、第４図（ｃ）とは異なる所望の吸収
スペクトルが得られる。従って、画像化の対象となる物
質に応じて、重み係数α及びβを適宜設定すれば、吸収
差を大きく表わすことができ、最適なコントラストの平
面透視画像又は断層像が得られる。

又、上記各実施例では、放射線がＸ線の場合を例にとっ
て説明したが、γ線等の他の放射線を用いても同等の効
果を奏する。

又、重金属のＸ線フィルタ（２５）を鉛で構成したが、
例えば鉄以上の重金属、即ち原子番号Ｚが２６以上のも
のであれば、任意の重金属で構成してもよい。

更に、医療用の放射線治療装置の場合を示したが、他の
工業用の放射線撮像装置に適用しても同等の効果を奏す
ることは言うまでもない。

「発明の効果］ 以上のようにこの発明によれば、放射線を発生する放射
線発生源と、放射線を直接又は撮像体を通して検出する
第１の放射線検出器と、第１の放射線検出器に近接して
配置された第２の放射線検出器と、第２の放射線検出器
と撮像体との間に介在された放射線フィルタと、第１及
び第２の放射線検出器から得られる複数の検出データに
基づいて、撮像体を透過した放射線の低エネルギ側の検
出感度を上げるための演算を行う計算機とを設けなので
、物質差を表わす画像のコントラストを向上させた放射
線撮像装置が得られる効果がある。

又、この発明の別の発明によれば、放射線検出器を１列
で構成すると共に、放射線フィルタを放射線検出器の入
力側に選択的に介在されるように可動にしたので、更に
、断層像の再構成に適した放射線撮像装置が得られる効
果がある。

又、この発明に係る放射線撮像方法は、撮像体を通さな
い放射線の検出データを放射線フィルタの有無により複
数取得するステップと、撮像体を通した放射線の検出デ
ータを放射線フィルタの有無により複数取得するステッ
プと、複数の検出データに基づいて放射線の低エネルギ
側の分布を強調した演算値を算出するステップと、演算
値に基づいて撮像体の物質差を表わす画像を構成するス
テップとを設けたので、物質差を表わす画像のコントラ
ストを向上させた放射線撮像方法が得られる効果がある
。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例を示す構成図、第２図及び
第３図は第１図内のＸ線検出器を具体的に示す側面図及
び平面図、第４図はこの発明の一実施例の動作を説明す
るための特性図、第５図はこの発明による放射線撮像方
法を示すフローチャート図、第６図及び第７図はこの発
明の別の発明の実施例によるＸ線検出器を具体的に示す
側面図及び平面図、第８図はｘＩｌを用いた一般的な放
射線撮像装置のシステム全体を示すブロック図、第９図
は医療用に適用した従来の放射線撮像装置を示す構成図
、第１０図及び第１１区は第９区内のＸ線検出器を具体
的に示す側面図及び平面図である。 （１）・・・Ｘ線発生源（放射線発生源）（４Ｌ、（４
＾）・・・Ｘ線検出器（放射線検出器）（９）・・・計
算機　　　　　（１７）・・・撮像体（２５）・・・Ｘ
線フィルタ（放射線フィルタ）工０、Ｉｏ′・・・撮像
体を通さない検出データＩ、Ｉ’・・・撮像体を通した
検出データ１ｏ″、Ｉ″・・・演算値 Ｓｌ・・・Ｉｏ及びＩｏ′を取得するステップＳ２・・
・Ｉ及び工′を取得するステップＳ３・・・工０″及び
１″を算出するステップＳ５・・・画像を構成するステ
ップ 尚、図中、同一符号は同−又は相当部分を示す。

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. （１）放射線を発生する放射線発生源と、 前記放射線を直接又は撮像体を通して検出する第１の放
   射線検出器と、 この第１の放射線検出器に近接して配置された第２の放
   射線検出器と、 この第２の放射線検出器と前記撮像体との間に介在され
   た放射線フィルタと、 前記第１及び第２の放射線検出器から得られる複数の検
   出データに基づいて、前記撮像体を透過した放射線の低
   エネルギ側の検出感度を上げるための演算を行う計算機
   と、 を備えた放射線撮像装置。
2. （２）放射線を発生する放射線発生源と、 前記放射線を直接又は撮像体を通して検出する放射線検
   出器と、 この放射線検出器と前記撮像体との間に選択的に介在さ
   れる放射線フィルタと、 前記撮像体の有無並びに前記放射線フィルタの有無によ
   り前記放射線検出器から得られる複数の検出データに基
   づいて、前記撮像体を透過した放射線の低エネルギ側の
   検出感度を上げるための演算を行う計算機と、 を備えた放射線撮像装置。
3. （３）撮像体を通さない放射線の検出データを放射線フ
   ィルタの有無により複数取得するステップと、 前記撮像体を通した放射線の検出データを前記放射線フ
   ィルタの有無により複数取得するステップと、 前記複数の検出データに基づいて前記放射線の低エネル
   ギ側の分布を強調した演算値を算出するステップと、 前記演算値に基づいて前記撮像体の物質差を表わす画像
   を構成するステップと、 を備えた放射線撮像方法。